【発明の詳細な説明】
駆動ポンプ
本発明は、下記のもの、即ち、少なくとも２つの弾性的に圧縮可能なホースで、
各々が入口端と出口端を持ち、互いに同一の断面を持つもの；各ホースの支持手
段、この支持手段は総てのホースについて同様な曲面を持ち、その曲面の全長の
少なくとも一部分で１組み合わされたホースと接触する；少なくとも２つの同期
駆動されるローター装置、各ホースに一つずつ備わっており、各ローター装置に
は同数の、少なくとも二つの、対称形に配置され互いにローターの軸から等距離
にあって、対応する各支持手段の曲面に、各ローター装置に対応するホースを局
部的に押しつけるように作動する加圧手段を備えている；から構成され、各ロー
ター装置の加圧手段の数、及び各ホースの支持手段の前述の曲面の延長範囲は、
その縦方向から見て、各ローター装置上の加圧手段の１つが連続的に、対応する
ホースを圧縮して、ローター装置の回転方向の反対方向にホース内を流体が流れ
るのを防ぐように互いに調整されているタイプの駆動ポンプに関するものである
。
このタイプの駆動ポンプは脈動性の流れを生じるが、この流れの脈動周波数はポ
ンプの回転数に関係する。 しかしながら２分野によっては、脈動流は全く好ま
しくない。 即ち、脈動流を生じる矯動ポンプは１人工心肺装置及び透析装置の
血液のポンピングに使用されると、血液に悪影響を及ぼすような特性を示す（溶
血及び血小板凝集）。 脈動流を生じる駆動ポンプは、ある種の材料２例えばパ
テ状の材料をある面２例えば床に均一に拡げるには適していない。
本発明の目的は、前述の欠点を解消し、脈動性を持たない流れを生み出すポンプ
を提供することにある。 これは１本発明においては、ポンプの一部を成す複数
のホースの少なくとも出口端が一つの共通の出口に本質的に知られている方法で
結合され；且っ同期駆動されるローター装置を、互いに角度をずらして、それら
の加圧手段が各ホースに位相のずれを伴って作用するようにし；それにより各ホ
ース内に生じた流れの脈動が、完全とまでは言わずとも大幅に互いにホースの共
通出口で打ち消しあうようにすることで達成された。
本発明による矯動ポンプは、一定回転速度において非脈動流を生み出し、比較的
に血液と適合性がある。 従って、このポンプは特に、フィードバック回路を用
いる制御に通しており、流量及び圧力レベル及び圧力変動の形状の正確さがそれ
ぞれ必要とされ、且つ溶血が少ないことが必要とされる。動物を用いる実験研究
における血液のポンピングに活用されるべきである。 このポンプはその構造か
ら比較的に血液に適合しているので３人工心肺装置及び透析装置のポンプとして
も使用出来るが、実験室及び産業界においてその他の応用場所を多く見いだすで
あろう。
互いに平行に接続された分岐導管内においては、おおよそシヌソイドの（正弦波
の形状の）流れが生じる。 この流れは互いに対称的にずれて生み出され、互い
に重ね合わせられて、非脈動流を生じる。 このポンプを２例えば正常な心臓圧
曲線で制御させると、ポンプが生み出す圧力曲線は、正常な心臓圧曲線をほぼ完
全に模擬することができる。 このように、このポンプは正常な脈動潅流は勿論
のこと、一定圧力潅流及び非脈動性の定流量潅流を、それぞれ必要な流量及び圧
力レベルで行うことを可能にする。 更に、その他の圧力波形９例えば正弦波、
三角波、インパルス等も、これら曲線を示す電圧変化を発生する関数発生機によ
ってポンプを制御することにより発生させることが出来る。 このポンプはその
特徴の故に、、末梢循環生理学の分野での動物を用いる殆どの実験研究における
使用に適しているが、非常に低い流量用の定常流量輸液ポンプとしても適してお
り、この低流量は分岐導管に小さな直径のチューブを選択することによって可能
となる。 更に、このポンプは、既に述べたように、以下に述べるその特別な設
針によって血液に対して適合性がある。
添付図面を参照して本・発明を以下に更に説明する。
第１図は１本発明に基づく矯動ポンプの透視図であり、この図においては平行な
３つのローター装置を持つものである。
第２図は、ローターの軸に垂直な第１図の断面図である。
第３図及び第４図は、矯動ポンプ内の導管システムの平面図及び側面図である。
第５図は、ポンプと、一定圧力或いは一定流量潅流を行うための制御装置の原理
図である。
第６図は、ポンプの生み出した圧力曲線の実際の記録例を示している。
第７図は１本発明に基づく二つの平行なロークー装置を備えた駆動ポンプの部品
の透視図である。
第８図は２本発明に基づくポンプの別の実施例の断面図である第９図は、第８図
の直線ＩＸ−ＩＸに沿った断面図である。
矯動ポンプの主要な構成とは、媒体が柔軟なチューブ内を、ポンプの他のいかな
る部分も媒体と触れることなしに、搬送されることである。 加圧手段がチュー
ブを支持手段の曲面に押しつけて塞ぎ、そして、この加圧手段は（ポンプの）回
転中は媒体を前方に押しやる。 このようにして生み出される流れは脈動し、そ
の平均速度は実質上はローターの回転速度に比例する。
本発明に基づく矯動ポンプの主要構造を第１図に示す。 このポンプ２４は３つ
の平行なローター装置１を備えており、各ローター装置は３つの加圧手段３を持
っており、これら加圧手段は互いに、そしてローター軸２に対して対称となるよ
うに配置されており、更にこれら加圧手段はローターの回転中は支持手段の曲面
４に沿って動き、媒体を搬送する導管システム５を変形させることにより導管内
の媒体を移動させる（第２図をも参照のこと）。加圧手段３は９回転できるよう
に取りつけられた複数個のローラーから成り、各ローター装置において、ロータ
ー軸２に対して対称に分布している。 即ち、各ローター装置１に３つの加圧手
段３があるので、加圧手段の各対の間の角度は１２０度である。 １つのロータ
ー装置１の加圧手段３は、他のローター装置１の加圧手段３に対してもずれてお
り、全部で９つの加圧手段３が各加圧手段との間に４０度の角度をなすように対
称的に配置されている導管システム５は９例えばねじ込み式接合部２８により支
持手段上に取りつけられており２図示した実施例では、３つの平行な分岐導管６
から成っており、それら分岐導管の総て−っ−っがローター装置１と組み合わさ
れている。 分岐導管６は、共通の化ロアにまとめられている。 媒体は、加圧
手段３が分岐導管６内に媒体を納める空間８を規定しながら、その容積が次々と
増加する間に、前述の空間を化ロアに移動させ、前述の空間を次々と化ロアの方
に開き、そして前述の空間を分岐導管の入口９の方には閉じる。
導管システム５の分岐導管６は１弾性的に圧縮可能な断面が一様のホースから作
られており、各分岐導管６は、その少なくとも一部分で曲面４と接触するが２曲
面４はいずれの分岐導管に対しても同一である。 ローター装置１は同期駆動さ
れ、それらの対称形に且つ互いにローター軸２から同距離に置かれて作用する加
圧手段３は、各ローター装置１に対応する分岐導管を、対応する曲面４に押しつ
けて局部的に圧縮することが出来るが、各ローター装置のこれら加圧手段３の数
と、前述の曲面４の縦方向の延長範囲は、常に各ローター装置１の加圧手段３の
１つが対応する分岐導管６を圧縮して、ローター装置１の回転方向に反対の向き
に流体が導管システム内を流れることのないように、互いに調節されている。
少なくとも分岐導管６の出口端は共通の化ロアにまとめられており、同期駆動さ
れるローター装置１は既に述べたように互いに角度をずらしてあり、それらの加
圧手段３が各分岐導管に位相のずれを伴って作用するようになっているので、各
分岐導管内に生じた流れの脈動は９分岐導管の共通出ロアで全部とは言えずとも
大幅に互いに打ち消し合う。
媒体を納めている空間８の容積が次々と増加し、それらが次第に化ロアに開いて
ゆくこと、更に入口９に対しては閉じていくことは９曲面４を特別な設計とする
ことによって確保されている。
即ち１曲面４の最初の部分１０は形状が円形で、ローター軸２からは等距離にあ
り、２つの隣接する加圧手段の間の距離に対応するか或いはそれを幾らか上回る
長さを持っていてもよい。 それから２円形部分１０は、 （化ロアに向かって
）後方部分１１に移行して、後方部分のローター軸２からの距離は化ロアに向か
って次第に増加する。 曲面は最初は非常にゆっくりと、しかし連続的にロータ
ー軸２からの距離を増すが、出口までの距離が減少するにつれて次第庭速く、そ
れは連続的にそして最初は動きの角度当たり極めて小さく出口に向かって前述の
空間８を開き、終わりにはより速く、加圧手段３が曲面４を離れて空間が完全に
開くまでつづく。° 曲面４の後方部分１上槽円形とすることが望ましいが。
ほかの形状を取ることもできる。 常に逆流を防止するために。
図示した実施例においては１曲面４の少なくとも最初の１２０度はどは円形の前
方部分１０をつくり、この部分においては完全な圧縮、即ち１分岐導管の閉塞が
達成される。 このように、加圧手段３が楕円形部分１１において曲面４から次
第に離れることによって、各ローター装置１から流れの脈動が発生し、この脈動
は実質的にはシヌソイドなものである。 曲面４の弧は全部で約１８０度（第２
図を参照のこと）であることが望ましいが、勿論もっと長い弧も可能である。
化ロアにおいて、各分岐導管６は実質的にシヌソイドな流れ。
ｑｌ、ｑＰ及び ｑ３をそれぞれ生み出し、それらの互いの位相のずれθは３６
０度／３．即ち、１２０度である。 流れが完全にシヌソイドなもので、振幅が
ｑＰ、そして各ローター装置１からの平均流量がｑｌとすると、ｑｉ＋ Ｑｉ’
及びｑ３は。
ｑｌ ＝ Ｑ＊ ＋ ｑｐｓｉｎｗｔ
ｑ２ ＝ ｑｉ ＋ ｑｐｓｉｎ （ｗｔ ＋ θ）Ｒ３−ｑｖ ＋ ｑｐｓｉ
ｎ （ｗｔ ＋ ２ θ）で表すことができ、そして全流量（Ｑ）は。
Ｑ ＝ ｑｉ＋ ｑ２＋ ｑ３
と゛なり、従って。
Ｑ ”” ３Ｑｍ ＋ ｑＰ （ｓｉｎ ｗｔ ＋ ３ｉｎ （ｗｔ＋ θ）
＋ ｓｉｎ（ｗｔ ＋ ’ｌθ）〕ｃｏｓ ” θ） φｓｉｎ （ｗｔ ＋
θ）即ち、非脈動流である。
ｐｌ、Ｒ２及びＲ３は、各分岐導管６内の圧力を表し、 Ｒ４は化ロアの圧力を
表す。 Ｒ１，Ｒ２及びＲ３は各分岐導管６内の、前方の完全に閉塞する加圧手
段３がら共通出ロアまでの流れに対する抵抗を表す。 Ｒ４は３つの平行な分岐
導管から離れた位置にある。成形導管部も含む化ロアにおける流れに対する抵抗
を表す。 Ｒ４は。
１二 、１ｉ−１Ｌ
ＲＩ Ｒ２Ｒ３Ｒ４
で表される。
分岐導管６は＋Ｒ４に比較してＲ１，Ｒ２及びＲヨが小さいように設計されてお
り、それゆえ＋ ｐａは簡略にできる。 即ち。
Ｒ４＝ ＋ ＋
３つのローター装置縁ての平均圧力をｐｉ＋パルス圧の振幅をｐｐとすると、ｐ
１＋ Ｒ２及びＲ３はｐｉ ＝ ｐｖ ＋ ｐＰｓｉｎｗｔ
ｐ２ ＝ ｐｍ ＋ ｐｐｓｉｎ （ｗｔ 十 〇）Ｒ３＝ ｐａ ＋ ｐｐｓ
ｉｎ （ｗｔ ＋ ’ｌθ）で表すことができ、θ ＝ １２０度 であるから
。
ｐａ ”” ｐｍ ａ
即ち、これは非脈動圧力である。
ポンプの生み出す圧力或いは流量を負フィードバックによって制御出来るように
して正確なパルス波形を生み出すには、ポンプはローターの速度が一定の時に、
均質の実質的には非脈動性の流れを生み出さねばならない。 各ローター装置１
からの流れの脈動がシヌソイドなものとすると、そしてこれは本ポンプによって
達成されたことなのであるが、上記の数学的計算により本ポンプは、ローターの
速度が一定の場合に、化ロアにおいて殆ど一定の流量及び圧力の流れを生じる。
この設計はこのように、負フィードバック回路によってポンプのサーボ制御を
可能にする規準を満たし、ポンプが単に広い圧力或いは流量領域に渡って一定の
平均圧力或いは流量の流れをもらたすだけでなく、総てのタイプの圧力及び流量
輪郭の流れを供給することを可能にする。
血液のポンプ潅流は血球を損傷する恐れがあることはよく知られている事実であ
る。 溶血と呼ばれる赤血球の破壊だけではなく、血小板の破壊の程度も通常は
前述の血液の損傷の尺度とされている。 いわ、ゆるローラー・タイプのポンプ
を使用する際に血液に損傷を与える要因は２分岐導管の材料１分岐導管の内面の
平清さの度合、高すぎる血流速度、小さすぎる分岐導管直径、高すぎるローター
速度、及び分岐導管の閉塞の頻度に関係していることが確かめられている。 こ
れら要因の血液を損傷する影響は。
本ポンプ装置２４においては、以下に説明するその特別な設計によって最小限に
抑えられている。 分岐導管６は、血液に適合性のある弾性材料９例えばシリコ
ン・ゴムから作られており、その内表面はさらに生体組織に適合性のある材料に
よって被覆されている。 分岐導管は入口９と一体成形されており１曲面の終わ
り部分で分岐しており、共通の化ロアに接続されている。 化ロアは、化ロアに
おける媒体の圧力を記録するための適切な装置１２をも含んでいる（第２図を参
照のこと）。装置１２は、圧力計２５を含んでいるが、化ロアへの流体にできる
限り干渉を加えないようにする為に小さな直径を持つ側面出口２６から成る。
血液と接触する総ての分岐導管６は、内面が極めて事情になるように成型される
。 流速と分岐導管の閉塞の頻度は、比較的に大きなローター直径（この実施例
では７０削）と分岐導管の大きな内径（６鶴）を選択することにより最小限に抑
えられており、それ故に、非常にゆっくりしたローター速度が得られる。 この
実施例では、最高的４０ ｍ ｌ ／分までの流量においてはポンプは極めて低
い溶血反応を示す。 もっと正確に言うと、血液がポンプを一度通過すると、プ
ラズマに０．００８ ｇ／ｌを下回るヘモグロビンが加わるが、これは同じ試験
において通常の血液潅流ポンプ（バーバード変速駆動ポンプ、モデル１２１０）
を用いた場合の０．１４ｇ／ｌを上回る値と比較する必要がある。
上記の生理学的規準は９本ポンプにより最大で約４０ｍ＃／分の血液の流量まで
は満たされる。 最大流量は約３００ｍβ／分であるが、このような流量では血
液の損傷の程度はもっと大きくなる。
第５図は、一定圧力或いは一定流量の潅流の為のポンプ２４とそノ制御装置のブ
ロック・ダイアグラムである。 一定流量の潅流は、スイッチ１３を位置１に設
定し、ローター速度に比例する信号と必要な血液流量を表す信号とを加算するこ
とにより達成される。 この加算の結果化じる信号は、ＰＩＤ（比例積分微分動
作）調節器１４に送られる。 ローター速度信号は、ローターの駆動軸上に設置
されたタコジェネレーター（回転計発電機）１５から得る。 ポンプが生み出し
た圧力（別の圧力ドランスジューサ１６から得る）に比例する信号と、必要な動
脈圧を示す信号（基準信号と呼ばれる）の和が、ＰＩＤ調節器１４と増幅器１７
を介して、変速装置１９を含むモーター装Ｗ１８に入力信号を与え、いつでも圧
力を設定した一定レベルに保つようなローター速度を生み出す。 このように、
必要な血液流量或いは血圧レベルは、基準信号を手動で変えることにより得るこ
とが出来る。 基準信号をＤＣ成分及びＡＣ成分に分けることにより、必要な大
きさの一定平均圧或いは一定流量（ＤＣ成分）を１重ねられた脈動圧（ＡＣ成分
）とは無関係に作ることが出来る。
モーター及びギヤ比を適切に選べば、このポンプは極めて正確に、圧力上昇中及
び圧力低下中の両方の正常な動脈圧曲線を再生することが出来る。 しかしなが
ら、パルス圧曲線の拡張期の圧力低下は、単にローターを急速に停止することに
よっては達成出来ない。これには、ローターの回転方向を非常に短い間反転させ
る必要がある。 このような過渡的な逆転は、特別な電子装置２０の助けによっ
て得られるが、この電子装置は広域フィルターを整流器と組み合わせたものから
成る。
前述の構成によって、ポンプ２４は、ダンピングされていない通常の心臓拍動（
別の圧力ドランスジューサを介して、全身動脈内のカテーテルから記録したもの
）を基準信号のＡＣ成分として用いて、ｌｋ大約４Ｈｚの周波数までの正常な動
脈圧曲線を再生することが出来る。 その他のタイプのＡＣ信号１例えば正弦波
、三角波、インパルス、ステップ関数等を代わりに用いることも出来るが、これ
ら信号は関数発生機から得ることが望ましい。
第６図は上述したポンプ２４が様々な輪郭の圧力曲線を再生するのにどのように
使用されているのかを示す幾つかの例を図示している。 パネルＡの上方の曲線
は、Ｓｔａｔｈａｍ社製の圧力ドランスジューサを用いて猫の上腕動脈から記録
したダンピングのない正常な全身−動脈圧を示している。 パネルＡの下方の曲
線は、潅流ポンプ装置により作られた模擬曲線を示している。 低い呼吸変動と
心臓性の脈圧変動のいずれについても、これら２つの曲線がよく似ていることに
注意されたい。 パネルＢは正弦波圧力曲線を、パネルＣは正及び負の圧力イン
パルスを、そしてパネルＤは正及び負の圧力ステップ関数をそれぞれ作るのにポ
ンプをどのように使用出来るかを示している。
本発明は上述した実施例に限定されるものではない。 前述したポンプは動物を
使用する実験研究における血液潅流の為に製作されたものであるが２本ポンプは
あらゆるタイプの潅流に、即ち、人工心肺装置や透析装置の血液潅流だけでなく
、流れを扱うあらゆる分野における血液以外の流体の潅流にも使用することが出
来るであろう。 上記のポンプを改造したものが、１．１０’ｍＥＺ分もの小さ
な一定流量を確保する為に製作された。 ポンプは２つの、或いは３つを上回る
ローター装置１を備えてもよ々。
各ローター装置は２つの、或いは３つを上回る加圧手段３を備えてもよい。 更
に、導管シ、ステム５は勿論２つの、或いは３つを上回る分岐導管６を備えても
よい。 曲面４の長さは変えてもよく２円形部分１０及び楕円形部分１１の長さ
もそれぞれ変えてもよい。 分岐導管６に加わる加圧手段３の圧力を調整を可能
にするためと、各加圧手段が分岐導管を曲面４のどの位置においても同一の力で
押しつけるのを確実にする為に、ローター装置１は、適切な構造を持つ設定装置
を用いて１曲面に対して横方向、縦方向及び種々の斜め位置に調整することが出
来る。 縦方向及び横方向の調整は１例えば長い孔２１の中で移動させることが
出来るねし装置２２により実施され、斜め位置への設定はねし２３を用いて行う
ことが望ましい。
第８図及び第９図に図示したポンプは、床被覆材料のポンピング用に意図された
ものである。 このポンプは２つのローター装Ｗ１を持ち、これらローター装置
はそれぞれ１つの分岐導管６と組み合わされており、更にこれらローター装置は
それぞれ２つの放射状に突き出したカムの形状を持つ加圧手段３を持っている。
前述の加圧手段３同士の角度は１８０度であり、１つのローター装置の１つのカ
ムと、それに飯も近い他のローター装置のカムとの間の角度は９０度である。
このポンプの機能は、第１図及び第２図に図示されたポンプと対応する。
国際調査報告 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Driven Pump The present invention comprises: at least two elastically compressible hoses, each having an inlet end and an outlet end, each having a cross-section identical to the other; hose support hand
stage, this support means has a similar curved surface for all hoses and is in contact with one combined hose over at least a part of its total length; at least two synchronously driven rotor devices, one for each hose. and each rotor assembly is provided with an equal number of at least two symmetrically arranged hoses, equidistant from each other from the axis of the rotor, and localized to the curved surface of each corresponding support means, corresponding to each rotor assembly.
It is equipped with a pressurizing means that operates to partially press the
The number of pressurizing means on the rotor device and the extension range of the aforementioned curved surface of the support means of each hose are such that, viewed in its longitudinal direction, one of the pressurizing means on each rotor device continuously presses the corresponding hose. When compressed, fluid flows through the hose in the opposite direction of rotation of the rotor device.
It relates to drive pumps of the type that are coordinated with each other to prevent This type of driven pump produces a pulsating flow, and the pulsating frequency of this flow is
It is related to the rotation speed of the pump. However, in some areas, pulsating flow is completely undesirable.
It's not right. In other words, when a rectilinear pump that generates a pulsating flow is used to pump blood in an artificial heart-lung machine or a dialysis machine, it exhibits characteristics that adversely affect the blood (dissolution).
blood and platelet aggregation). Driven pumps producing pulsating flow may be made of certain materials 2, e.g.
It is not suitable for spreading a Te-shaped material uniformly on a certain surface 2, for example, a floor. SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide a pump which eliminates the above-mentioned drawbacks and which produces a non-pulsatile flow. This means that according to the invention at least the outlet ends of the plurality of hoses forming part of the pump are connected in a manner known per se to one common outlet; and the synchronously driven rotor arrangement is angularly offset from each other so that the pressure means act on each hose out of phase;
The flow pulsations that occur within the hose can significantly, if not completely,
This was achieved by canceling each other out at the exit. The oscillating pump according to the invention produces non-pulsatile flow at constant rotational speed and is relatively compatible with blood. Therefore, this pump specifically uses a feedback circuit.
The accuracy of the flow rate, pressure level, and shape of pressure fluctuations is
each is required, and low hemolysis is required. It should be used for blood pumping in experimental research using animals. Is this pump that structure?
Since it is relatively compatible with blood, it can also be used as a pump in heart-lung machines and dialysis machines, but it will find many other applications in the laboratory and industry. Approximately sinusoidal (sinusoidal) flow occurs in branch conduits connected parallel to each other. These flows are generated symmetrically and offset from each other.
are superimposed on each other to produce a non-pulsatile flow. If this pump is controlled according to, for example, a normal heart pressure curve, the pressure curve produced by the pump will almost completely match the normal heart pressure curve.
It can be completely simulated. In this way, this pump can perform not only normal pulsatile perfusion, but also constant pressure perfusion and non-pulsatile constant flow perfusion, respectively, at the required flow rate and pressure.
Allows you to perform at a power level. Furthermore, other pressure waveforms 9 such as sine waves, triangular waves, impulses, etc. can also be generated by function generators that generate voltage changes showing these curves.
This can be generated by controlling the pump. The characteristics of this pump make it suitable for use in most experimental studies involving animals in the field of peripheral circulatory physiology, but it is also suitable as a constant flow infusion pump for very low flow rates.
This low flow rate is made possible by selecting small diameter tubing for the branch conduit. Furthermore, this pump, as already mentioned, is compatible with blood due to its special needle design, which will be described below. The present invention will be further described below with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a perspective view of a rectilinear pump according to the invention, in this figure having three parallel rotor arrangements. FIG. 2 is a cross-sectional view of FIG. 1 perpendicular to the axis of the rotor. Figures 3 and 4 are top and side views of the conduit system within the rectifying pump. FIG. 5 is a principle diagram of a pump and control device for constant pressure or constant flow perfusion. FIG. 6 shows an example of an actual recording of the pressure curve produced by the pump. FIG. 7 is a perspective view of the parts of a drive pump with two parallel low-coupling devices according to the invention. FIG. 8 is a sectional view of another embodiment of the pump according to the invention, and FIG. 9 is a sectional view taken along line IX--IX in FIG. The main configuration of a straightening pump is that the medium is routed inside a flexible tube and not connected to any other part of the pump.
It is also important that the parts being transported are transported without coming into contact with the media. The pressure means
The pressurizing means is pressed against the curved surface of the support means, and this pressurizing means is rotated (of the pump).
During rolling, push the medium forward. The flow created in this way is pulsating;
The average speed of is substantially proportional to the rotational speed of the rotor. The main structure of a straightening pump based on the present invention is shown in FIG. This pump 24 has three
It is equipped with parallel rotor devices 1, each rotor device having three pressurizing means 3.
These pressure means are symmetrical to each other and to the rotor axis 2.
Furthermore, during rotation of the rotor, these pressurizing means move along the curved surface 4 of the support means, displacing the medium in the conduits by deforming the conduit system 5 carrying the medium (Fig. 2). (see also). The pressure means 3 consists of a plurality of rollers mounted so as to rotate nine times, and in each rotor device, the rotor
-Distributed symmetrically about axis 2. That is, each rotor device 1 has three pressurizing hands.
Since there are stages 3, the angle between each pair of pressure means is 120 degrees. one rotor
- The pressurizing means 3 of the device 1 is also misaligned with respect to the pressurizing means 3 of other rotor devices 1.
A total of nine pressurizing means 3 are arranged so as to form an angle of 40 degrees with each pressurizing means.
The symmetrically arranged conduit system 5 is supported by 9 e.g. a threaded joint 28.
It is mounted on the holding means and in the illustrated embodiment consists of three parallel branch conduits 6, all of which are associated with the rotor arrangement 1.
It is. The branch conduits 6 are combined into a common lower tube. While the pressurizing means 3 defines a space 8 in which the medium is stored in the branch conduit 6, the volume of the medium is increased one after another, and the medium is moved to the conversion lower, and the above-mentioned spaces are converted one after another. It opens towards the lower and closes the aforementioned space towards the inlet 9 of the branch conduit. The branch conduits 6 of the conduit system 5 are made from elastically compressible hoses of uniform cross section, each branch conduit 6 contacting the curved surface 4 at least in part, but with two curves.
Surface 4 is the same for both branch conduits. The rotor device 1 is driven synchronously.
Pressure means 3, acting symmetrically and at the same distance from each other from the rotor axis 2, press the branch conduit corresponding to each rotor device 1 against the corresponding curved surface 4.
However, the number of these pressurizing means 3 of each rotor device and the longitudinal extent of the aforementioned curved surface 4 are such that one of the pressurizing means 3 of each rotor device 1 is always compressed locally. The corresponding branch conduits 6 are compressed and adjusted to each other such that no fluid flows through the conduit system in a direction opposite to the direction of rotation of the rotor arrangement 1. At least the outlet ends of the branch conduits 6 are combined into a common lower part and driven synchronously.
As already mentioned, the rotor devices 1 are offset from each other at angles, and their pressurizing means 3 act on each branch pipe with a phase shift, so that the pressure generated in each branch pipe is The flow pulsations largely, if not entirely, cancel each other out at the common outlet of the nine branch pipes. The special design of the curved surface 4 ensures that the volume of the space 8 containing the medium increases one after another, and that it gradually opens to the lower part and further closes to the inlet 9. has been done. That is, the first part 10 of one curved surface 4 is circular in shape and is equidistant from the rotor axis 2.
or may have a length that corresponds to or somewhat exceeds the distance between two adjacent pressure means. The two circular parts 10 then transition (toward the lower part) into the rear part 11, such that the distance of the rear part from the rotor axis 2 increases towards the lower part.
will gradually increase. The curved surface moves very slowly at first, but then continuously
– increases the distance from axis 2, but gradually becomes faster and faster as the distance to the exit decreases.
This opens the said space 8 towards the exit continuously and initially very small per angle of movement, and at the end more rapidly until the pressure means 3 leave the curved surface 4 and the space is completely opened. ° It is desirable that the rear portion 1 of the curved surface 4 is circular. It can also take other shapes. Always to prevent reflux. In the illustrated embodiment, at least the first 120 degrees of the curved surface 4 is a circular front.
A second section 10 is created in which complete compression, ie occlusion of the one-branch conduit, is achieved. In this way, the pressurizing means 3 moves from the curved surface 4 in the elliptical portion 11 to the next
The second separation produces a flow pulsation from each rotor arrangement 1, which pulsation is essentially sinusoidal. Preferably, the total arc of the curved surface 4 is about 180 degrees (see FIG. 2), but longer arcs are of course possible. At the bottom, each branch conduit 6 has a substantially sinusoidal flow. ql, qP and q3 are produced respectively, and their mutual phase shift θ is 360 degrees/3. That is, it is 120 degrees. If the flow is completely sinusoidal, the amplitude is qP, and the average flow rate from each rotor device 1 is ql, then qi+Qi' and q3. ql = Q* + qpsinwt q2 = qi + qpsin (wt + θ)R3 - qv + qpsin (wt + 2 θ), and the total flow rate (Q) is. Q = qi+ q2+ q3, therefore. Q "" 3Qm + qP (sin wt + 3in (wt + θ) + sin (wt + 'lθ)] cos " θ) φsin (wt + θ), that is, non-pulsating flow. pl, R2 and R3 are each R4 represents the pressure in the branch conduit 6, and R1, R2, and R3 represent the pressure in the front completely closed pressure hand in each branch conduit 6.
Represents the resistance to flow from stage 3 to the common output lower. R4 is located away from three parallel branch conduits. It represents the resistance to flow in the lower layer, including the formed conduit section. R4 is. 12, 1i-1L RI R2R3R4. The branch conduit 6 is designed so that R1, R2 and R yo are smaller than +R4.
Therefore, +pa can be simplified. That is. R4= + + If the average pressure at the edges of the three rotor devices is pi + the amplitude of the pulse pressure is pp, then p 1+ R2 and R3 are pi = pv + pPsinwt p2 = pm + ppsin (wt 10) R3 = pa + pps Since θ = 120 degrees, it can be expressed as in (wt + 'lθ). pa ”” pm a ie this is a non-pulsating pressure. The pressure or flow rate generated by the pump can be controlled by negative feedback.
To produce accurate pulse waveforms, the pump must produce a homogeneous, substantially non-pulsatile flow at constant rotor speed. Assuming that the flow pulsations from each rotor unit 1 are sinusoidal, which is what the present pump has achieved, the above mathematical calculations show that the present pump will, for a constant rotor speed, This produces an almost constant flow and pressure flow in the lower. This design thus meets the criteria of allowing servo control of the pump by means of a negative feedback circuit, ensuring that the pump does not simply deliver a constant average pressure or flow rate over a wide pressure or flow range. Allows to supply all types of pressure and flow contour flows. It is a well-known fact that pumping blood can damage blood cells.
Ru. In addition to the destruction of red blood cells, known as hemolysis, the degree of destruction of platelets is also commonly used as a measure of blood damage. The factors that can damage the blood when using a roller-type pump are the material of the bifurcated conduit, the degree of cleanliness of the inner surface of the bifurcated conduit, too high a blood flow rate, too small a diameter of the bifurcated conduit, and the high It has been determined that too much rotor speed is related to the frequency of blockage of branch conduits. child
These factors have a damaging effect on the blood. In the present pump device 24, this is minimized due to its special design, which will be explained below. The branch conduit 6 is made of a blood-compatible elastic material 9, such as silicone.
The inner surface is further coated with a material that is compatible with living tissue.
Therefore, it is covered. The branch conduit is integrally molded with the inlet 9, and the end of one curved
It is branched at the lower part and connected to a common lower part. karoa becomes karoa
It also includes a suitable device 12 for recording the pressure of the medium at the
Teru). The device 12 includes a pressure gauge 25, but consists of a side outlet 26 with a small diameter in order to interfere as little as possible with the flow of fluid to the boiler. All branch conduits 6 in contact with blood are molded in such a way that the inner surface is extremely sensitive. The flow rate and frequency of branch conduit blockages are minimized by selecting a relatively large rotor diameter (70 mm in this example) and a large internal diameter of the branch conduit (6 mm).
and therefore a very slow rotor speed is obtained. In this example, the pump has very low flow rates up to 40 ml/min.
Shows a strong hemolytic reaction. More precisely, once the blood has passed through the pump,
Lasma added less than 0.008 g/l of hemoglobin, compared to more than 0.14 g/l using a conventional blood perfusion pump (Barbard variable speed drive pump, model 1210) in the same study. There is a need. The above physiological criteria are met with nine pumps up to a blood flow rate of approximately 40 m#/min. The maximum flow rate is approximately 300 mβ/min, but at such a flow rate the blood
The degree of liquid damage will be even greater. FIG. 5 shows the pump 24 and its control block for constant pressure or constant flow perfusion.
This is a rock diagram. For constant flow irrigation, set switch 13 to position 1.
by adding a signal proportional to the rotor speed and a signal representing the required blood flow rate.
This is achieved by The signal resulting from this addition is PID (proportional integral differential dynamic
output) is sent to the regulator 14. The rotor speed signal is obtained from a tachometer generator 15 installed on the drive shaft of the rotor. A signal proportional to the pressure produced by the pump (obtained from a separate pressure transducer 16) and the required movement
The sum of signals indicating pulse pressure (called a reference signal) provides an input signal to the motor unit W18 including the transmission 19 via the PID regulator 14 and the amplifier 17, and outputs the pressure at any time.
Produces a rotor speed that maintains the force at a set constant level. Thus, the required blood flow or blood pressure level can be obtained by manually varying the reference signal.
I can do that. By separating the reference signal into DC and AC components, you can
A constant mean pressure or a constant flow rate (DC component) can be created independently of the superimposed pulsating pressure (AC component). With the proper choice of motor and gear ratio, this pump is extremely accurate during pressure build-up.
Normal arterial pressure curves can be reproduced both during pressure and pressure drop. But long
, the diastolic pressure drop in the pulse pressure curve simply causes the rotor to stop rapidly.
Therefore, it cannot be achieved. This involves reversing the rotor's direction of rotation for a very short time.
It is necessary to Such a transient reversal is accomplished with the help of special electronics 20.
The electronic device consists of a wide-pass filter combined with a rectifier. With the foregoing configuration, the pump 24 uses the undamped normal heart beat (recorded from a catheter in the systemic artery via a separate pressure transducer) as the AC component of the reference signal to Normal movement up to a frequency of approximately 4Hz
Pulse pressure curves can be reproduced. Other types of AC signals 1, such as sine waves, triangle waves, impulses, step functions, etc., may be used instead;
It is desirable that the signal is obtained from a function generator. FIG. 6 illustrates several examples of how the pump 24 described above is used to reproduce pressure curves of various contours. The upper curve in panel A shows normal systemic-arterial pressure without dumping recorded from the cat's brachial artery using a Statham pressure transducer. Lower song in panel A
The line shows the simulated curve created by the perfusion pump device. Note that these two curves are very similar for both low respiratory variability and cardiac pulse pressure variability. Panel B shows the sinusoidal pressure curve and Panel C shows the positive and negative pressure curves.
pulse, and panel D shows the points to create the positive and negative pressure step functions, respectively.
It shows how the lamp can be used. The invention is not limited to the embodiments described above. Although the previously mentioned pumps were created for blood perfusion in experimental studies using animals, the two pumps are suitable for all types of perfusion, i.e., not only for blood perfusion in heart-lung machines and dialysis machines, but also for blood perfusion in experimental studies using animals. It can also be used for perfusion of fluids other than blood in all fields of application.
It will come. A modified version of the above pump is as small as 1.10'mEZ.
Manufactured to ensure a constant flow rate. The pump may also include two or more than three rotor devices 1. Each rotor arrangement may be provided with two or more than three pressurizing means 3. Change
In addition, the conduit system and stem 5 may of course be provided with two or more than three branch conduits 6. The length of the curved surface 4 may be changed. 2 The lengths of the circular portion 10 and the elliptical portion 11
You can also change each. In order to make it possible to adjust the pressure of the pressurizing means 3 applied to the branch conduit 6 and to ensure that each pressurizing means presses the branch conduit with the same force at every position on the curved surface 4, a rotor device is used. 1 can be adjusted to horizontal, vertical, and various diagonal positions with respect to one curved surface using a setting device with an appropriate structure.
come. The longitudinal and lateral adjustments are carried out by means of a screw device 22, which can be moved, for example, in a long hole 21, and the setting in an oblique position is preferably carried out by means of a screw 23. The pumps illustrated in FIGS. 8 and 9 are intended for pumping floor covering materials. This pump has two rotor arrangements W1, each of which is associated with a branch conduit 6, each of which has pressure means 3 in the form of two radially projecting cams. ing. The angle between the pressure means 3 mentioned above is 180 degrees, and one rotor device has one cover.
The angle between the cam and the cam of another nearby rotor device is 90 degrees. The function of this pump corresponds to that of the pump illustrated in FIGS. 1 and 2. international search report